CN102048537A - 一种用于生物电阻抗频谱测量的多频率同步激励电流源 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种用于生物电阻抗频谱测量的多频率同步激励电流源，包括多频率同步信号发生模块、单-双极性转换模块、电压控制电流源模块依次连接而成，多频率同步信号发生模块以FPGA为载体，利用Verilog HDL语言进行硬件编程，基于有限状态机原理产生单极性MFS电压信号V_FPGA，并将该信号V_FPGA输入单-双极性转换模块；单-双极性转换模块用于将单极性MFS电压信号V_FPGA转换为对称双极性MFS电压信号V_OUT，并将该信号V_FPGA输入电压控制电流源模块；电压控制电流源模块用于将单-双极性转换模块输出的双极性MFS电压信号V_OUT转换为双极性MFS电流信号I_OUT，直接施加于BIS测量的被测生物体对象。本发明的多频率同步激励电流源，为实现BIS的多频率同步测量奠定了基础。

Description

一种用于生物电阻抗频谱测量的多频率同步激励电流源

技术领域

本发明属于医疗电子仪器及测试计量技术领域，涉及一种用于生物电阻抗频谱测量的多频率同步激励电流源。

背景技术

生物电阻抗频谱(Bioimpedance Spectroscopy，简称BIS)技术作为一种无创检测方法，在人体生理、病理参数监测方面具有广泛的应用前景。BIS测量通常是借助置于体表的激励电极向被测对象施加微小的交变电流(电压信号)，同时通过测量电极检测组织表面的电压(电流信号)，由所测信号计算出相应的电阻抗及其变化，获取相关的生理和病理信息。该技术具有廉价、安全、无毒无害、操作简便等特点，具有广泛的应用前景。

当前所有的BIS测量法本质上都属于分时单频测量法，即每个频率所对应的物理量是在不同的时间测量的，完成一次扫频测量所需的时间相对较长。但是，由于生物体是一个不断运动的有机体，生物组织的电阻抗不断变化，同时在不同测量频点切换时，新频率下生物电阻抗信息测量的建立时间较长，所以这种分时测量的方法所提供的数据不能准确反映某时刻生物体的电阻抗信息。如果能够把扫频时间减少，在较短时间内所测得的各个频率点的阻抗信息更能准确反映被测组织的真实阻抗信息。因此，研究BIS的多频率同步测量方法，实现多频率阻抗的“瞬时”扫频测量是非常有意义的。

BIS多频率同步测量的一大难点是如何产生合适的多频率同步激励信号源。近几年已有学者在同步信号源设计方面进行了有益的尝试。例如天津大学的王超老师提出了用一片直接数字合成(DDS)芯片产生两路同相不同频的正弦波信号，然后通过差分运放实现同步的方法。就当前的技术来讲，要在同一片DDS芯片上实现两路信号同步是比较容易的，但是要在不同DDS芯片所产生的更多路信号之间实现同步，这在硬件上是很难实现或低成本实现的。BIS技术的理论基础是Cole-Cole阻抗模型，而求解Cole-Cole阻抗模型的4个参数(R₀、R_∞、α、τ)至少需要4个频率点的阻抗数据，由此可见，只含有两个频率点的同步激励信号不能满足后续数据处理的要求，只有含有4个频率点以上的同步激励信号才具有实际测量应用价值。

发明内容

本发明的目的是提供一种用于生物电阻抗频谱测量的多频率同步激励电流源，克服传统的基于分时单频的生物电阻抗频谱(BIS)测量方法中所存在的扫频时间过长的缺陷，为BIS测量提供一种高质量的多频率同步(MFS)激励电流源。

本发明所采用的技术方案是，一种用于生物电阻抗频谱测量的多频率同步激励电流源，包括多频率同步信号发生模块、单-双极性转换模块、电压控制电流源模块依次连接而成；

所述的多频率同步信号发生模块以FPGA为载体，通过硬件编程，基于有限状态机原理产生单极性的多频率同步电压信号V_FPGA，并将该信号V_FPGA输入单-双极性转换模块；

所述的单-双极性转换模块用于将单极性MFS电压信号V_FPGA转换为对称双极性MFS电压信号V_OUT，并将该信号V_FPGA输入电压控制电流源模块；

所述的电压控制电流源模块用于将单-双极性转换模块输出的双极性MFS电压信号V_OUT转换为双极性MFS电流信号I_OUT，得到多频率同步激励电流源，直接施加于BIS测量的被测生物体对象。

本发明的多频率同步激励电流源，基于FPGA和运算放大器的高稳定性、高输出阻抗、宽带宽，其中的七频率同步信号f(7，t)具有多种非常理想的时域和频域特性，作为生物电阻抗频谱、电化学阻抗谱测量的激励信号源，实现了多频率同步测量，具有重要的实用价值。

附图说明

图1是本发明的结构框图；

图2是本发明电流源所采用的七频率同步信号f(7，t)的信号波形图；

图3是本发明电流源所采用的七频率同步信号f(7，t)的幅值谱；

图4是本发明电流源所采用的七频率同步信号f(7，t)的功率谱；

图5是本发明的多频率同步信号发生模块的结构示意图；

图6是本发明的多频率同步信号发生模块的FPGA状态转换图；

图7是本发明的单-双极性转换模块原理图；

图8是本发明的电压控制电流源模块电路原理图。

图中，1.多频率同步信号发生模块，2.单-双极性转换模块，3.电压控制电流源模块。

具体实施方式

下面结合附图和具体实施方式对本发明进行详细说明。

如图1，本发明的多频率同步(Multi-Frequency Synchronizing，简称MFS)激励电流源包括多频率同步信号发生模块1、单-双极性转换模块2、电压控制电流源模块3(Voltage-Controlled Current Source，简称VCCS)三部分。

多频率同步信号发生模块1以FPGA(Field Programmable Gate Array，即现场可编程门阵列)为载体，利用Verilog HDL语言进行硬件编程，基于有限状态机(FSM)原理产生单极性MFS电压信号V_FPGA。

单-双极性转换模块2将多频率同步信号发生模块1中的FPGA产生的单极性MFS电压信号V_FPGA转换为对称双极性MFS电压信号V_OUT。

电压控制电流源模块3(VCCS)将单-双极性转换模块2输出的双极性MFS电压信号V_OUT转换为双极性MFS电流信号I_OUT，得到高稳定性、高输出阻抗、宽带宽的多频率同步激励电流源，直接施加于BIS测量的被测生物体对象。

本发明采用的多频率同步信号是一种包含七种主谐波频率的七频率同步信号f(7，t)，它在一个周期T₀内的向量表示为包含128个元素的向量形式：

f(7，t)＝[1，1，1，1，1，1，1，1，1，1，1，1，1，1，1，-1，1，1，1，1，1，1，1，-1，1，1，1，-1，1，-1，-1，-1，1，1，1，1，1，1，1，-1，1，1，1，-1，1，-1，-1，-1，1，1，1，-1，1，-1，-1，-1，1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，1，1，1，1，1，1，1，-1，1，1，1，-1，1，-1，-1，-1，1，1，1，-1，1，-1，-1，-1，1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，1，1，1，-1，1，-1，-1，-1，1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，-1]。

如图2，为f(7，t)在一个周期T₀内的波形。将f(7，t)以基频周期T₀重复，即可得到周期形式的七频率同步信号。由于f(7，t)只含有+1、-1两种取值，因此可以利用数字器件FPGA实现。

f(7，t)的频谱特性分析：由图2可见，f(7，t)为奇函数，且在周期的中间点(k＝64)处反镜像对称。在半周期内，f(7，t)有20个间断点分布在(0，15，16，23，24，27，28，29，32，39，40，43，44，45，48，51，52，53，56，57)T₀/128处，波形在这些间断点发生从+1到-1或从-1到+1的跳跃，满足Dirichlet条件，因此周期信号f(7，t)可用傅立叶级数表示，通过计算得到傅立叶级数系数(即频谱)。

如图3，为f(7，t)的前128个谐波的频谱，明显向上伸长的从左到右依次是1次、2次、4次、8次、16次、32次和64次等七个主谐波的幅值。如图4，为f(7，t)的前128个谐波的功率谱，明显向上伸长的从左到右依次是1次、2次、4次、8次、16次、32次和64次的七个主谐波分量的功率。

表1所示为f(7，t)的七个主谐波分量的幅值谱、功率谱及初始相位。

表1.七频率同步信号f(7，t)的主谐波频谱特性

七频率同步信号f(7，t)在测量原理上具有如下优点：(1)信号本身含有7个幅值较大的主谐波分量信号；(2)各主谐波分量的幅值基本相等，在多个主谐波频率点下的生物电阻抗是在同等精度下进行测量的，信噪比高；(3)各主谐波分量信号的起始相位相同，这是一个非常重要的特点，非常有利于复阻抗相位测量的准确测量；(4)各主谐波分量的频率按2^N步进，在频域上的分布均匀，有利于提高Cole-Cole阻抗圆图的拟合精度。

如图5，多频率同步信号发生模块1的结构是，以Altera公司CycloneII系列FPGA芯片EP2C8Q208C8为主控制器，利用Verilog HDL语言对EP2C8Q208C8进行硬件编程，基于有限状态机(FSM)原理产生多频率同步(MFS)信号波形。EP2C8Q208C8设置有复位和板载50MHz晶振，板载50MHz晶振作为EP2C8Q208C8内嵌锁相环PLL的输入，经过PLL分频，输出32MHz源时钟，然后再用硬件编程语言实现32分频，得到1MHz的时钟信号，作为多频率同步(MFS)信号波形的工作时钟CLOCK，基本时钟周期T_CLK＝1μs。对于本发明所采用的七频率同步信号f(7，t)，需要定义2⁷＝128个状态。基于有限状态机原理产生的MFS信号在CLOCK时钟的驱动下，遍历128个状态需128个时钟周期，因此f(7，t)的周期T₀＝128T_CLK＝128μs。

本发明的软件编程在QuartusII 9.0软件中实现，利用有限状态机(FSM)能够产生任意波形的原理，在Verilog HDL语言中对主控制板核心器件EP2C8Q208C8进行硬件编程。根据上文所述，七频率同步信号f(7，t)在一个周期T₀内可表示为包含128个元素的向量，因此在FPGA中需定义128个相应的状态，128个状态用Verilog HDL语言定义如下：

parameter  st0＝1，st1＝1，st2＝1，st3＝1，st4＝1…st127＝0在FPGA中，状态st000…st127分别对应f(7，t)周期向量的128个元素，每个状态可以取值“1”或“0”，分别对应f(7，t)周期向量中的“1”和“-1”。

如图6，为FPGA的128个状态的状态转移图，在1MHz时钟CLOCK的驱动下，FPGA的输出V_FPGA按图6所示的128个状态st000…st127自动循环，即可得到周期形式的七频率同步信号。

如前所述，七频率同步信号f(7，t)的周期T₀＝128μs，则f(7，t)的基波频率f₀＝7.8125kHz，由此可以推算另外6个主谐波的频率，见表2。

表2.七频率同步信号f(7，t)的主谐波频率

多频率同步信号发生模块1利用FPGA产生的MFS信号VFPGA，V_FPGA的波形为单极性信号，峰-峰值为FPGA的端口电压3.3V。

在生物电阻抗频谱测量中，激励信号不能有直流信号。多频率同步(MFS)信号为单极性信号，包含直流分量，因此必须将单极性信号变为对称的双极性信号，以消除直流分量。

如图7，为本发明的单-双极性转换模块原理图，核心器件为三路两通道模拟多路选择器/多路分配器，型号选用74HC4053，带有公共使能端(

)。每个多路选择器/多路分配器包含2个输入端(X0/1、Y0/1、Z0/1)，1个公共输出端(X、Y、Z)和3个数字选择端(A、B、C)。

在本发明中只选用74HC4053的通道1，单极性MFS电压信号V_FPGA输入到74HC4053通道1的数字选择端A，另外两个闲置通道的数字选择端B、C与公共使能端

一起接地。通道1的两个输入X0和X1的管脚分别接-2V和+2V基准电压，当V_FPGA为低电平(逻辑0)时，通道1的输出X管脚输出X0的值-2V；当V_FPGA为高电平(逻辑1)时，X管脚输出X1的值+2V，单极性MFS电压信号V_FPGA即被转换为双极性MFS电压信号V_OUT。

生物电阻抗测量通常采用“电流驱动电压测量”模式，一方面，“电流驱动电压测量”模式所产生的接触阻抗的影响要远小于“电压驱动电流测量”模式；另一方面，由于工程上实现对电流的测量，其难度也远大于对电压的测量；另外，电流激励模式受未知接触阻抗的影响小且加到各电极的电流的幅值容易控制，不致引起安全问题。基于上述原因，目前用于生物阻抗测量的硬件系统大多采用“电流驱动电压测量”的方式。

如图8，为本发明的电压控制电流源模块3(VCCS)的电路原理图，由输入缓冲、V-I转换、直流反馈三部分组成。所述的电压控制电流源模块3，双极性MFS电压信号V_OUT与LT1022的同向输入端管脚连接，LT1022的反向输入端管脚与AD844反向输入端和电流调节电阻R₀分别连接，电阻R₀的另一端与OPA602的输出端连接，AD844的输出端通过电阻R1连接至OPA602的同向输入端，并且电阻R1与OPA602的同向输入端的接点又通过电容C1接地；OPA602与电阻R₀的接点依次通过电容C2、电阻R2接地，电容C2与电阻R2的接点与OPA602的反向输入端连接，AD844的TZ输出端即为镜像电流输出端，输出双极性MFS电流信号I_OUT。

输入缓冲放大器A1采用高输入阻抗、高速、宽带、高精度运算放大器LT1022；V-I转换器A2采用改进的AD844第二代电流传输器电路，AD844可以看作为一个电流传输器并连接一个跟随器，其输出阻抗为Zt，Zt＝Rt//Ct其中Rt和Ct的典型值分别为3M和4.5pF，使用AD844克服了电流镜不对称和温度稳定性问题；直流反馈放大器A3采用AD公司的FET输入、低功耗、高精度运算放大器OPA602和电阻R₁、R₂、电容C₁和C₂构成二阶低通滤波器(LPF)，避免直流信号使AD844输出端饱和。LPF的截止频率f_cutoff可用下式计算： $f_{\mathrm{cutoff}}=\frac{1}{2\mathrm{\π}{R}_1{C}_1}---\left(1\right)$

取R₁＝R₂＝100kΩ，C₁＝C₂＝100nF，可知LPF的截止频率为15.9Hz。

双极性MFS电压信号V_OUT接LT1022的同向输入端，其反向输入端管脚与AD844反向输入端连接后接电流调节电阻R₀，R₀另一端接OPA602的输出端，AD844的输出端连接至OPA602的同向输入端，AD844的TZ输出端即为镜像电流输出端，输出双极性MFS电流信号I_OUT，得到高稳定性、高输出阻抗、宽带宽的多频率同步激励电流源，可直接施加于BIS测量的被测生物体对象。

AD844的输出电流I_OUT由下式计算：

$I_{\mathrm{OUT}}=\frac{V_{\mathrm{OUT}}}{R_0}---\left(2\right)$

其中，电流调节电阻R₀取2kΩ，双极性MFS电压信号V_OUT的变化范围为-2V～+2V，因此根据公式(2)可知，I_OUT的变化范围为-1mA～+mA。

I_OUT接2kΩ负载电阻R_L时，在R_L上产生的负载电压波形；FPGA产生的初始MFS信号V_FPGA的波形，多频率同步信号从FPGA产生，经单极性-双极性模块转换，到VCCS模块产生双极性MFS电流信号I_OUT，前后之间的信号相移很小，波形稳定性也很好。

本发明的多频率同步(Multi-Frequency Synchronizing，MFS)激励电流源基于FPGA和运算放大器的高稳定性、高输出阻抗、宽带宽，所述的七频率同步信号f(7，t)具有多种非常理想的时域和频域特性，适合作为生物电阻抗频谱、电化学阻抗谱测量的激励信号源，使多频率同步测量成为可能，具有重要的实用价值。

Claims (5)

1.一种用于生物电阻抗频谱测量的多频率同步激励电流源，其特征在于：包括多频率同步信号发生模块(1)、单-双极性转换模块(2)、电压控制电流源模块(3)依次连接而成，

所述的多频率同步信号发生模块(1)以FPGA为载体，通过硬件编程，基于有限状态机原理产生单极性的多频率同步电压信号V_FPGA，并将该信号V_FPGA输入单-双极性转换模块(2)；

所述的单-双极性转换模块(2)用于将单极性MFS电压信号V_FPGA转换为对称双极性MFS电压信号V_OUT，并将该信号V_FPGA输入电压控制电流源模块(3)；

所述的电压控制电流源模块(3)用于将单-双极性转换模块(2)输出的双极性MFS电压信号V_OUT转换为双极性MFS电流信号I_OUT，得到多频率同步激励电流源，直接施加于BIS测量的被测生物体对象。

2.根据权利要求1所述的多频率同步激励电流源，其特征是，所述的多频率同步信号发生模块(1)所产生的多频率同步信号，是一种包含七种主谐波频率的七频率同步信号f(7，t)，在一个周期T₀内的向量表示为包含128个元素的向量形式：

f(7，t)＝[1，1，1，1，1，1，1，1，1，1，1，1，1，1，1，-1，1，1，1，1，1，1，1，-1，1，1，1，-1，1，-1，-1，-1，1，1，1，1，1，1，1，-1，1，1，1，-1，1，-1，-1，-1，1，1，1，-1，1，-1，-1，-1，1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，1，1，1，1，1，1，1，-1，1，1，1，-1，1，-1，-1，-1，1，1，1，-1，1，-1，-1，-1，1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，1，1，1，-1，1，-1，-1，-1，1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，-1，-1]，

f(7，t)以基频周期T₀重复，即得到周期形式的七频率同步信号，f(7，t)的七个主谐波分量的幅值谱、功率谱及初始相位如下表所示：

3.根据权利要求1所述的多频率同步激励电流源，其特征是，所述的多频率同步信号发生模块(1)，以FPGA芯片EP2C8Q208C8为主控制器，利用Verilog HDL语言对EP2C8Q208C8进行硬件编程，基于有限状态机原理产生多频率同步MFS信号波形，EP2C8Q208C8设置有复位和50MHz晶振，50MHz晶振作为EP2C8Q208C8内嵌锁相环PLL的输入，经过PLL分频，输出32MHz源时钟，然后再用硬件编程语言实现32分频，得到1MHz的时钟信号，作为多频率同步MFS信号波形的工作时钟CLOCK。

4.根据权利要求1所述的多频率同步激励电流源，其特征是，所述的单-双极性转换模块(2)，选用三路两通道模拟多路选择器/多路分配器，型号选用74HC4053，单极性MFS电压信号V_FPGA与74HC4053通道1的数字选择端A连接，另外两个闲置通道的数字选择端B、C与公共使能端EN一起接地；通道1的两个输入X0和X1的管脚分别与-2V和+2V基准电压连接，当V_FPGA为低电平时，通道1的输出X管脚输出X0的值-2V；当V_FPGA为高电平时，X管脚输出X1的值+2V，单极性MFS电压信号V_FPGA即被转换为双极性MFS电压信号V_OUT。

5.根据权利要求1所述的多频率同步激励电流源，其特征是，所述的电压控制电流源模块(3)，双极性MFS电压信号V_OUT与输入缓冲放大器LT1022的同向输入端管脚连接，输入缓冲放大器LT1022的反向输入端管脚与V-I转换器AD844反向输入端和电流调节电阻R₀分别连接，电阻R₀的另一端与直流反馈放大器OPA602的输出端连接，AD844的输出端通过电阻R1连接至OPA602的同向输入端，并且电阻R1与OPA602的同向输入端的接点又通过电容C1接地；OPA602与电阻R₀的接点依次通过电容C2、电阻R2接地，电容C2与电阻R2的接点与OPA602的反向输入端连接，AD844的TZ输出端即为镜像电流输出端，用于输出双极性MFS电流信号I_OUT。

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